肖楊 黃順平 李恒 吳艷 李進(jìn)

(重慶醫(yī)科大學(xué)附屬第二醫(yī)院腫瘤中心，重慶 410000)

人體呼吸運(yùn)動(dòng)會(huì)導(dǎo)致肺組織體積與密度等發(fā)生較大的變化，據(jù)統(tǒng)計(jì)每個(gè)獨(dú)立期的全肺體積差大約8%，膈位差約9 mm[1]。ROSENBLUM等[2]研究顯示，正常人體呼吸導(dǎo)致的肺組織CT值的變化范圍為-900 Hu～-300 Hu，肺密度最低值可至0.08 g/cm3。陳寧等[3]分析了目前常用探測(cè)器在小野數(shù)據(jù)采集中的局限性，結(jié)果顯示，電離室體積的大小對(duì)于加速器數(shù)據(jù)的測(cè)量有較大影響，導(dǎo)致加速器小野數(shù)據(jù)采集與計(jì)劃系統(tǒng)(TPS)模型建立受限。目前商用TPS考慮計(jì)算效率的問題，不能詳細(xì)模擬次級(jí)電子在低密度組織的輸運(yùn)。有研究分析了不同低密度組織帶來的側(cè)向電子不平衡等問題，結(jié)果顯示當(dāng)組織密度小于0.4 g/cm3時(shí)，劑量計(jì)算誤差較大且隨密度變化明顯，電子不平衡現(xiàn)象嚴(yán)重[4-5]。BEILLA等[6]分析了在深吸氣屏氣技術(shù)(DIBH)下幾種常見算法出現(xiàn)的劑量差異，結(jié)果顯示TPS在低密度組織劑量計(jì)算精確度方面具有一定局限性。針對(duì)以上問題，本研究首次結(jié)合4D-CT技術(shù)，建立肺部動(dòng)態(tài)呼吸模型。采用蒙特卡羅方法探討呼吸運(yùn)動(dòng)對(duì)立體定向放射治療劑量計(jì)算的影響，并結(jié)合臨床常見呼吸運(yùn)動(dòng)管理方式與TPS算法進(jìn)行劑量學(xué)評(píng)估，為臨床使用提供參考。

1 材料與方法

1.1

使用加拿大國(guó)家研究院(NRCC)開發(fā)研究的EGSnrc[7]系列程序進(jìn)行模擬計(jì)算，并使用系統(tǒng)BEAMnrc[8]進(jìn)行6 MV醫(yī)用電子直線加速器機(jī)頭建模，機(jī)頭主要由靶材料、初級(jí)準(zhǔn)直器、均整器、監(jiān)測(cè)電離室、反射鏡、次級(jí)準(zhǔn)直器以及多葉光柵組成。參考SHEIKH-BAGHERI等[9]的研究結(jié)果，本研究選擇BEAMnrc 19號(hào)電子源。構(gòu)建的加速器機(jī)頭模型以及射野模型結(jié)構(gòu)如圖1所示。設(shè)置入射電子源能量為5.8 MeV，能量展寬為10%，徑向強(qiáng)度分布半高寬FWHM為0.5 mm，射野大小分別設(shè)置為3 cm×3 cm、2 cm×2 cm以及1 cm×1 cm，SSD設(shè)置為100 cm。

1.2 標(biāo)準(zhǔn)模型的建立

肺部標(biāo)準(zhǔn)模體用于評(píng)價(jià)小野照射下肺密度變化引起的正常肺組織與腫瘤接收劑量差異，并進(jìn)行側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象評(píng)估。如圖2所示，在外層建立厚2 cm的TISSUE700ICRU模體，在中間建立厚10 cm 的LUNG700ICRU模體，正中心建立體積為1 cm ×1 cm ×1 cm大小的TUMOUR模體，體素大小為0.10 cm×0.10 cm×0.10 cm，整個(gè)模型周圍為AIR700ICRU模體?；赗OSENBLUM等[2]的研究結(jié)果，正常人體內(nèi)肺組織密度范圍為0.08～0.40 g/cm3，本研究用于對(duì)比分析的肺組織密度分別設(shè)置如下：吸氣末狀態(tài)A 0.10 g/cm3，吸氣中期B 0.20 g/cm3，呼氣末狀態(tài)C 0.30 g/cm3。

1.3

目前在放射治療劑量計(jì)算過程中，大多基于靜態(tài)CT圖像進(jìn)行靶區(qū)勾畫與計(jì)劃設(shè)計(jì)，且目前關(guān)于小野在不同低密度組織中的劑量計(jì)算差異的研究均存在類似問題[4-5]。本研究采用指定組織替換法建立更加符合實(shí)際的動(dòng)態(tài)呼吸模型。由于國(guó)際相關(guān)機(jī)構(gòu)并未發(fā)布有關(guān)呼吸運(yùn)動(dòng)的標(biāo)準(zhǔn)人體模型。本研究選擇一例相對(duì)具有代表性的小細(xì)胞肺癌患者DICOM格式的4D-CT圖像，肺部腫瘤呈球形，直徑約為2 cm，掃描時(shí)患者自由呼吸，在呼吸周期中的10個(gè)不同點(diǎn)重建掃描圖像，形成不同的10個(gè)時(shí)相，由于呼吸周期具有對(duì)稱性，因此一次深吸氣動(dòng)作具有5個(gè)時(shí)相。分別選擇其中重建的10%、30%、50%時(shí)相，僅用于構(gòu)建胸部輪廓模型，反映呼吸運(yùn)動(dòng)引起肺體積的變化。同時(shí)參照SCHNEIDER等[10]提出的“SCHNEIDER方法”對(duì)3種不同狀態(tài)的肺組織以及肌肉、骨等結(jié)構(gòu)進(jìn)行元素成分及密度定義，利用EGSgui通過PEGS Date生成相應(yīng)材料的反應(yīng)截面，建立適用于EGSnrc的材料數(shù)據(jù)庫(kù)，選擇來自CIRS的CT電子密度模體，將定義的數(shù)據(jù)進(jìn)行CT值電子密度轉(zhuǎn)換生成CT RAMP，并將定義的材料分別填入對(duì)應(yīng)的輪廓模型。生成的模型圖如圖3所示，顯示在同一位置肺組織密度分別為0.09、0.25、0.41 g/cm3，符合本次所要求的呼吸動(dòng)態(tài)模型。

A～C：同一位置肺組織密度分別為0.09、0.25、0.41 g/cm3

使用DOSXYZznrc[11]進(jìn)行體素能量沉淀計(jì)算，以生成的相空間文件作為入射源，全局范圍的電子截止能量(ECUT)為0.70 MeV，全局范圍的光子截止能量(PCUT)為0.01 MeV，采用輻射光子分裂技術(shù)(BPS)提高劑量產(chǎn)生效率[12]，邊界穿越算法采用PRESTA-Ⅱ以提高高能粒子的利用效率[13]，并利用直接韌致輻射(DBS)技術(shù)減小方差[14]，模擬粒子數(shù)109個(gè)[15]，其余采用默認(rèn)設(shè)置。使用statdose[16]、dosxyzshow與3ddose-tools進(jìn)行數(shù)據(jù)提取。

1.4

本研究PDD數(shù)據(jù)分析縱坐標(biāo)直接采用能量沉淀計(jì)數(shù)，可直接反映劑量接收差異。Profile縱坐標(biāo)采用歸一化處理，可反映半影差異[17]，引入相對(duì)深度劑量因子(RDDF)[18]來描述對(duì)應(yīng)深度側(cè)向電子不平衡的嚴(yán)重程度。RDDF值越小表示側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象越嚴(yán)重，在未考慮該現(xiàn)象進(jìn)行劑量計(jì)算時(shí)的計(jì)算誤差越大。

2 結(jié) 果

2.1

由圖4可以看出低密度組織隨著深度增加，能量沉淀計(jì)數(shù)差異呈先增大后降低的趨勢(shì)，在模體下7 cm處差異值達(dá)到最大。在3 cm×3 cm大小射野下，肺組織、腫瘤以及軟組織模體劑量接收差異最大分別為23.72%、0.60%、1.15%(圖4A)；在2 cm×2 cm大小射野下，肺組織模體劑量接收差異最大為35.12%，腫瘤模體劑量接收差異最大為1.25%，軟組織模體劑量接收差異最大為12.23%(圖4B)；在1 cm×1 cm大小射野之下，肺組織模體劑量接收差異最大為44.25%，腫瘤模體劑量接收差異最大為2.56%，軟組織模體劑量接收差異最大為13.82%(圖4C)。本研究顯示，RDDF值隨密度與射野改變變化較大，射野越小RDDF值越小，密度越低RDDF值越小。在1 cm×1 cm大小射野下，A狀態(tài)時(shí)達(dá)到最低為0.59。在相同射野下密度越低RDDF值差異越大，在3 cm×3 cm大小射野下，A、C狀態(tài)相對(duì)于B狀態(tài)差異分別為-15.90%與4.54%。在2 cm×2 cm大小射野下，A、C狀態(tài)相對(duì)于B狀態(tài)差異分別為-19.51%與8.54%。同時(shí)在1 cm×1 cm大小射野下，A、C狀態(tài)相對(duì)于B狀態(tài)的差異分別為-22.37%與11.84%。由圖5模體下7.5處Profile可以看出，在3 cm×3 cm大小射野下，在射野邊緣A狀態(tài)的半影區(qū)域明顯高于B、C狀態(tài)，隨射野的減小該差異逐漸降低，靶區(qū)劑量平坦度隨射野減小逐漸降低。

A:射野為3 cm×3 cm大小，B:射野為2 cm×2 cm大小，C:射野為1 cm×1 cm大小

A:射野為3 cm×3 cm大小，B:射野為2 cm×2 cm大小，C:射野為1 cm×1 cm大小

2.2

由圖6可以看出，三種狀態(tài)下的正常肺組織在低劑量區(qū)與高劑量區(qū)等劑量線分布具有一定差異，30%等劑量線(綠色)A狀態(tài)明顯低于B、C狀態(tài)。由圖7可以看出，低密度肺組織在低劑量區(qū)接收體積更大，在4 Gy處體積差異最大達(dá)8%，A、B、C三種狀態(tài)V5Gy分別為28%、30%、34%。但低密度肺組織在高劑量區(qū)接受體積更小，在16 Gy位置差異最大達(dá)-5%，A、B、C三種狀態(tài)V15Gy分別為10%、12%、13%。靶區(qū)接收劑量隨密度降低而逐漸升高，靶區(qū)最大劑量設(shè)置為60 Gy，在40 Gy位置體積差異最大，達(dá)15%，同時(shí)隨著劑量的增加體積差異逐漸降低。

A1、B1、C1分別為A、B、C三種狀態(tài)橫斷面圖像，A2、B2、C2分別為A、B、C三種狀態(tài)的冠狀面圖像

圖7 三種狀態(tài)下DVH圖

3 討 論

小野劑量計(jì)算受數(shù)據(jù)采集時(shí)的體積效應(yīng)以及TPS算法不能完全考慮側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象的影響存在較大誤差[3-4]，而蒙特卡羅算法作為放射治療領(lǐng)域算法的金標(biāo)準(zhǔn)[19-20]，本次研究實(shí)現(xiàn)了利用蒙特卡羅算法在標(biāo)準(zhǔn)模體與人體模體下對(duì)小野的劑量進(jìn)行計(jì)算，可為同類研究提供方法參考。

本研究結(jié)果顯示，在低密度肺組織中，肺上游次級(jí)電子減少，能量沉淀突然降低，但在交界面后會(huì)形成劑量累積區(qū)。在肺-軟組織交界面，由于肺組織中會(huì)產(chǎn)生大量次級(jí)電子，產(chǎn)生了劑量累積區(qū)，在短距離內(nèi)形成電子平衡。在吸氣末狀態(tài)由于肺組織密度較低，劑量接收明顯減小，且射野越小接收劑量越小。但在密度較低時(shí)側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象更嚴(yán)重，在該狀態(tài)進(jìn)行劑量計(jì)算時(shí)誤差較大。同時(shí)在低密度組織中對(duì)射野半影影響更大，考慮主要原因?yàn)楸敬渭铀倨髂Ｐ蜑槟Ｊ紽FF[21]，其次為小野側(cè)向電子不平衡現(xiàn)象對(duì)于邊緣劑量影響較大?；谝延醒芯堪l(fā)現(xiàn)，筆形束算法會(huì)高估正常肺組織接收劑量[22]，卷積疊加法與蒙特卡羅算法一致性較好[23]，AAA算法在中低密度組織劑量計(jì)算方面效果較好，但在較低密度組織中會(huì)高估劑量[24]。標(biāo)準(zhǔn)模體中由于腫瘤體積設(shè)置較小，在肺組織-腫瘤交界面產(chǎn)生的次級(jí)電子射程大于腫瘤體積[25]，導(dǎo)致在小體積腫瘤中劑量接收差異不大，但在肺組織-軟組織交界面，由于下游軟組織具有較大體積，在軟組織中A狀態(tài)接收劑量明顯高于B、C狀態(tài)。

在對(duì)人體模型的劑量計(jì)算中，本研究首次基于4D-CT技術(shù)建立動(dòng)態(tài)呼吸模型，DVH圖中正常肺組織與靶區(qū)劑量的提取范圍來源于CT值，可有效避免幾何形變對(duì)體積采集的影響，可準(zhǔn)確地反映出三種模式劑量接收差異，靶區(qū)由于體積較小，用于統(tǒng)計(jì)能量沉淀的體素較少，所以靶區(qū)數(shù)據(jù)波動(dòng)較大。在吸氣階段由于肺組織體積增加，在低劑量區(qū)低密度肺組織所占體積甚至高于高密度肺組織，只有在高劑量區(qū)肺組織接收劑量與標(biāo)準(zhǔn)模體下劑量接收規(guī)律一致，且差異小于在標(biāo)準(zhǔn)模體下的結(jié)果。由于腫瘤體積大于標(biāo)準(zhǔn)模體下的體積，在DVH圖中靶區(qū)劑量差異明顯，符合在標(biāo)準(zhǔn)模體下獲得的結(jié)論。

綜上所述，在肺部立體定向放射治療中，呼吸運(yùn)動(dòng)對(duì)于正常肺組織與靶區(qū)劑量影響較大，在采用呼吸門控治療時(shí)可選擇在吸氣末波段進(jìn)行靶區(qū)勾畫，同時(shí)對(duì)于肺功能較好的患者采用DIBH技術(shù)進(jìn)行呼吸運(yùn)動(dòng)管理可能會(huì)有更佳的效果，同時(shí)應(yīng)結(jié)合TPS算法合理評(píng)估肺組織接收劑量。